JP2012125501A - 内視鏡装置 - Google Patents

Abstract

【課題】生体粘膜等の酸素飽和度等の生体機能情報を、被検写体の動きの影響を少なくして、高精度な生体機能情報を算出することができ、酸素飽和度などの生体機能を正確かつ高い精度で可視化することができる内視鏡装置を提供する。
【解決手段】基準光、第１の参照光及び第２の参照光を含む互いに波長の異なる少なくとも３種の照明光を被写体となる生体に照射する照明手段と、３種の照明光を撮像フレーム毎に周期的に切り替える照明光切替手段と、撮像フレーム毎に３種の照明光による撮像を行う撮像手段と、撮像データから生体機能情報を取得する生体情報取得手段と、を有し、照明光の照射順を、少なくとも、第１の参照光、基準光、第２の参照光の順になるように切り替え、基準光による基準画像と、基準光以外の照明光による参照画像を取得し、基準画像及び参照画像に基づいて生体機能情報を算出することにより、上記課題を解決する。
【選択図】図１

Description

本発明は、被検体の動きの影響の少なくして生体粘膜等の酸素飽和度等の生体機能情報を高い精度で算出することができる内視鏡装置に関する。

内視鏡による画像診断においては、体腔内の広い範囲の各部位を通常の白色照明光による通常光観察によるスクリーニングを行って、異常が疑われる部位を見つけ出した後、その異常が疑われる部位を正確かつ精密・詳細に観察・検査し、体腔内の癌、特に、早期癌等の病巣部位や病変部位や出血部等の異常部位を診断する精査観察や精査診断が行われている。
このような内視鏡による精査観察・診断（以下、診断で総称する）においては、スクリーニングにおいて見つけ出された異常が疑われる部位に近付いて、当該部位が癌等の異常部位であるかどうかを正確に診断する必要があるため、診断画像として、近接・拡大された状態で当該部位を観察し、診断する必要があり、又、当該部位の複数の特徴の生体変化を捉える必要があり、様々な波長の光を用いて複数の画像を得ることが要求される。

このため、精査診断は、一般的に、拡大された対象部位の特殊光観察によって行われている。特殊光観察としては、生体組織に対する光の深さ方向の深達度が光の波長に依存することを利用して、特定の中心波長を持つ狭い波長帯域光（狭帯域光）を生体の粘膜組織に照射し、生体組織の所望の深さの組織情報、特に所定の深さの血管（表層血管（青色：Ｂ）、中層血管（緑色：Ｇ）、深層血管（赤色：Ｒ）等）の形態情報を得て、癌組織等の病巣の存在の有無を診断する狭帯域光観察や、ヘモグロビンの吸光度を利用して、Ｂ領域の狭帯域光を生体組織に照射し、血液中の酸素飽和度を測定する狭帯域光観察や、ヘモグロビンの吸光度や血液中で蛋白と結合するＩＣＧ（インドシアニングリーン）の吸光度等を利用して、近赤外光を生体組織に照射し、血液中の酸素飽和度を測定して、血管を造影する赤外光観察や、特定の、狭い波長帯域の励起光が照射された生体組織自体から発生する自家蛍光、又は、生体組織の中の癌細胞等の特定の病巣に散布された蛍光薬剤から発生する蛍光を用いて癌細胞等の病巣の存在の有無を診断する蛍光観察等が行われている。

例えば、特許文献１には、反射光画像を提示する通常光観察モード、蛍光強度画像を提示するスクリーニング蛍光観察モード（第１の蛍光観察モード）、蛍光強度画像から演算によって求めた蛍光薬剤の濃度分布を提示するアンミキシング蛍光観察モード（第２の蛍光観察モード）の３つの観察モードを持ち、モード切替スイッチによって、適切な観察モードを選択することができる内視鏡システムが提案されている。
この内視鏡システムでは、光源として、キセノンランプ等の白色光源と切替ＲＧＢカラーフィルタとからなる照明光用光源、及び波長の異なるピーク波長６８０ｎｍ並びに７００ｎｍの励起光を出射する半導体レーザからなる２つの励起光源を用いるもので、通常のスクリーニング、すなわち、内視鏡の先端挿入部を体腔内に挿入して、観察したい部位まで導く間は、照明光用光源を用いた通常光観察モードによって撮影される。なお、このモードでは、２つの励起光源は消灯される。内視鏡の先端挿入部が観察部位に至るとスクリーニング蛍光観察モードに切り替えられ、観察対象部位の洗浄及び２種の蛍光プローブの散布が行われる。

スクリーニング蛍光観察モードでは、照明光用光源と１つの励起光源とが用いられ、照明光用光源が点灯された時には、Ｂ照明光のみを観察部位に照射し、撮像素子により反射光画像（Ｂ）として撮像され、励起光源が点灯された時には、出射された励起光により観察対象に散布された２種の蛍光プローブが励起されて発生した２種類の蛍光が励起光カットフィルタを備えた撮像素子により蛍光画像として撮像され、蛍光画像と反射光画像とが重ね合わされた画像として表示ユニットに表示され、蛍光が発生していれば、アンミキシング観察モードに切り替えられる。一方、蛍光が発生していなければ、通常観察モードに切り替えられ、次の観察部位に移動する。
アンミキシング観察モードでは、照明光用光源と２つの励起光源とが用いられ、同様にして、反射光画像と２種類の蛍光が混色した２種類の蛍光画像とが取得され、２種類の蛍光画像から各蛍光プローブの濃度情報が算出され、表示ユニットに反射光画像に重ね合わせて表示され、２種類の蛍光による濃度情報により、癌細胞の存在の有無を診断することができる。

特開２００８−１６１５５０号公報

ところで、特許文献１に開示の内視鏡システムでは、蛍光観察によるスクリーニングを行い、アンミキシング観察モードでスクリーニングで見つけられた蛍光発生部位において蛍光観察による観察対象部位の蛍光薬剤の濃度を可視化して精査診断を行うものである。ここで行われるアンミキシング観察モードでの精査観察では、照明光用光源と２つの第１及び第２励起光源とを順番に切り替えて、それぞれＢ反射光画像情報、第１蛍光画像情報及び第２蛍光画像情報を取得し、第１及び第２蛍光画像情報を用いて濃度情報を演算して蛍光観察するものに過ぎない。
このため、蛍光観察に加えて、さらに、その他の特殊光観察、例えば、血管の深さ情報や、血液量等の情報や、酸素飽和度の情報など生体機能情報の算出のための狭帯域光観察と組み合わせた場合に、さらに多くの狭帯域光を照射する必要があるため、生体機能情報の算出が、被検体の動きに影響され易く、正確な生体機能情報を得ることができないという問題があった。

本発明の目的は、複数の波長の照明光を順次切り替えて照射して得られた分光画像に基づいて、生体粘膜等の酸素飽和度等の生体機能情報を、被検写体の動きの影響を少なくして、正確かつ高い精度で演算することができ、高精度な生体機能情報を算出することができ、酸素飽和度などの生体機能を正確かつ高い精度で可視化することができ、高精度な精査診断が可能な診断画像を得ることができる内視鏡装置を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明の内視鏡装置は、基準光、第１の参照光及び第２の参照光を含む互いに波長の異なる少なくとも３種の照明光を被写体となる生体に照射する照明手段と、該照明手段によって照射される前記少なくとも３種の照明光を撮像フレーム毎に周期的に切り替える照明光切替手段と、該照明光切替手段によって切り替えられた前記少なくとも３種の照明光が照射された被写体からの戻り光を受光して前記撮像フレーム毎に撮像する撮像手段と、該撮像手段で撮像された撮像データから前記生体に関する生体機能情報を取得する生体情報取得手段と、を有し、前記照明光切替手段は、前記照明手段による照明光の照射順を、少なくとも、前記第１の参照光、前記基準光、前記第２の参照光の順になるように、切り替え、前記照明手段によって前記基準光を前記生体に照射して前記撮像手段により基準画像を取得すると共に、前記第１及び第２の参照光を含む、前記基準光以外の照明光を前記照明手段によって前記生体に照射して前記撮像手段により参照画像を取得し、前記生体情報取得手段は、前記撮像手段により取得された前記基準画像及び前記参照画像に基づいて前記生体機能情報を算出することを特徴とする。

ここで、前記基準光は、可視光波長帯域を含む広帯域光であり、前記第１及び第２の参照光は、所定波長帯域幅を持つ狭帯域光であり、撮像手段は、ＲＧＢカラーイメージセンサ−であり、前記生体情報取得手段は、前記広帯域光の照射により得られた前記撮像データから分光推定処理を行い、前記基準画像として、前記第１の参照光による第１の参照画像と比較する第１の基準波長画像を得ると共に、前記第２の参照光による第２の参照画像と比較する第２の基準波長画像を得、前記第１の参照画像と前記第１の基準波長画像、及び／又は前記第２の参照画像と前記第２の基準波長画像に基づいて前記生体機能情報を算出することが好ましい。
また、前記広帯域光は、所定波長の狭帯域光である励起光と、この励起光によって励起された蛍光体から発生する蛍光とからなる疑似白色光であり、前記励起光の波長は、前記第１の参照光と前記第２の参照光との波長間に位置するものであり、前記照明手段は、前記励起光、前記第１の参照光及び前記第２の参照光をそれぞれ出射する３種の狭帯域光源を備えることが好ましい。
また、前記照明手段は、前記励起光、前記第１の参照光及び前記第２の参照光をそれぞれ出射する３種の狭帯域光源を備え、前記励起光を出射する狭帯域光源及び蛍光体は、前記広帯域光を出射する広帯域光源を構成することが好ましい。

また、前記基準光、前記第１の参照光及び前記第２の参照光は、それぞれ所定波長帯域幅を持つ狭帯域光であり、前記基準光の波長は、前記第１の参照光と前記第２の参照光との波長間に位置するものであり、前記生体情報取得手段は、前記基準光による前記基準画像、前記第１の参照光による第１の参照画像及び前記第２の参照光による第２の参照画像に基づいて前記生体機能情報を算出することが好ましい。
また、前記照明手段は、前記基準光、前記第１の参照光及び前記第２の参照光をそれぞれ出射する３種の狭帯域光源に加え、さらに、可視波長帯域を含む広帯域光を出射する広帯域光源を備えるのが好ましい。

また、さらに、前記生体機能情報を表示する表示手段と、前記広帯域光源から出射される前記広帯域光を前記生体に照射して前記撮像手段により通常観察画像を取得する通常観察画像取得手段と、前記表示手段は、前記生体情報取得手段により算出された前記生体機能情報を前記通常観察画像取得手段によって取得された前記通常観察画像に重ねて生体機能情報画像として表示することが好ましい。
また、前記基準光又は前記励起光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、青色領域の波長の狭帯域光を出射する第１青色レーザであり、前記第１の参照光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、前記第１青色レーザの発光波長域よりも長波長の青色領域から青緑色領域の波長域にある狭帯域光を出射する第２青色レーザであり、前記第１の参照光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、前記第１青色レーザの発光波長域よりも短波長の青紫色領域から青色領域の波長域にある狭帯域光を出射する第３青色レーザであることが好ましい。
また、前記基準光又は前記励起光である狭帯域光の波長領域は４４０±１０ｎｍであり、前記第１の参照光である狭帯域光の波長領域は４７０±１０ｎｍであり、前記第２の参照光である狭帯域光の波長領域は４００±１０ｎｍであることが好ましい。

また、前記生体機能情報は、前記生体に含まれる成分、及び前記生体の構造に関する情報であり、前記生体情報取得手段は、前記第１の参照光による第１の参照画像と前記基準光による前記基準画像とを比較して得られる第１の特徴量と、前記第２の参照光による第２の参照画像と前記基準画像を比較して得られる第２の特徴量とに基づいて、前記生体に含まれる成分に関する情報と前記生体の構造に関する情報とを分離して画像化することが好ましい。
また、前記第１の参照光は、前記生体に含まれる成分に関する情報として前記生体の血液の酸素飽和度を取得するのに適した波長を持つ狭帯域光であり、前記第２の参照光は、前記生体の構造に関する情報として前記生体の表層血管の情報を取得するのに適した波長を持つ狭帯域光であることが好ましい。

また、前記生体情報取得手段は、前記生体に含まれる成分に関する情報として前記生体の血液の酸素飽和度を演算し、前記生体の構造に関する情報として前記生体の血管深さ及び／又は血液量を演算するものであることが好ましい。
また、前記撮像手段は、少なくとも３つ以上の波長帯域を分離して撮像可能なカラー撮像素子であることが好ましい。
さらに、前記基準光と、前記第１及び第２の参照光とは、内視鏡先端の異なる照明口から出射され、前記生体を照明することが好ましい。

本発明によれば、互いに異なる複数の波長の照明光を順次切り替えて照射する際に、異なる波長成分の分光画像間の演算において被検体の動きの影響を受けにくいように、複数の波長の照明光の照射順を分光画像の演算の基準となる照明光の波長を中心とし、前後にその他の波長の照明光を照射するので、異なる波長成分の分光画像に基づく酸素飽和度等の生体機能情報を、被検写体の動きの影響を少なくして正確かつ高い精度で演算することができる。
したがって、本発明によれば、被検体の動きの影響の少ない、正確かつ高精度の生体機能情報を算出することができ、酸素飽和度などの生体機能を正確かつ高い精度で可視化することができ、高精度な精査診断が可能な診断画像を得ることができる。
本発明の目的は、複数の波長の照明光を順次切り替えて照射して得られた分光画像に基づいて、生体粘膜等の酸素飽和度等の生体機能情報を、被検写体の動きの影響を少なくして、正確かつ高い精度で演算することができ、高精度な生体機能情報を算出することができ、酸素飽和度などの生体機能を可視化することができ、高精度な精査診断が可能な診断画像を得ることができる内視鏡装置を提供することにある。
本発明の目的は、複数の波長の照明光を順次切り替えて照射して得られた分光画像に基づいて生体粘膜等の酸素飽和度等の生体機能情報を、被検写体の動きの影響を受けにくいように正確かつ高い精度で演算することができ、高精度な生体機能情報を算出することができ、酸素飽和度などの生体機能を可視化することができ、高精度な精査診断が可能な診断画像を得ることができる内視鏡装置を提供することにある。

本発明の一実施形態の内視鏡装置の一実施例の外観を示す斜視図である。 図１に示す内視鏡装置の一実施例の全体構成を概念的に示す模式図である。 （Ａ）及び（Ｂ）は、それぞれ、図１に示す内視鏡装置の内視鏡の先端部の蛍光体を備えた投光ユニット、及び光偏向・拡散部材を備えた投光ユニットの断面構成図である。 （Ａ）は、図１に示す内視鏡装置に用いられる狭帯域光源からの青色レーザ光及び青色レーザ光が蛍光体により波長変換された発光スペクトルと、各狭帯域光源からのレーザ光の発光スペクトルを示すグラフであり、（Ｂ）は、図１に示す内視鏡装置に用いられる撮像素子のカラーフィルタの分光透過率を示すグラフである。 図１に示す内視鏡装置の内視鏡の先端部の一実施例の概略的な構成を示す斜視図である。 図５に示す内視鏡の先端部の分解図である。 図５のＡ−Ａ線断面図である。 図５に示す内視鏡の先端部のＢ方向から見た正面図である。 図２に示す内視鏡装置の画像処理部の特殊光画像処理部の一実施例の構成を示すブロック図である。 血管中のヘモグロビンの吸収係数の波長依存性を示すグラフである。 図１に示す内視鏡装置の特殊光モードにおける酸素飽和度の算出のプロセスを説明する説明図である。 図１に示す内視鏡装置の特殊光モードにおける酸素飽和度の算出のプロセスを説明する説明図である。 撮像画像の画素の分光輝度比と血管深さ及び酸素飽和度との相関関係を示すグラフである。 撮像画像の画素の分光輝度比と血液量及び酸素飽和度との相関関係を表すグラフである。 図１に示す内視鏡装置の他の一実施例の全体構成を概念的に示す模式図である。

以下、本発明に係る内視鏡装置を、添付の図面に示す好適実施形態を参照して詳細に説明する。
図１は、本発明の一実施形態に係る内視鏡装置の一実施例の外観を示す斜視図である。図２は、図１に示す内視鏡装置の全体構成を概念的に示す模式図である。
これらの図に示すように、本発明の内視鏡装置１０は、医療機器の一つであり、被検者の体腔内を撮像する内視鏡１１と、撮像のために体腔内を照射する光を供給する光源装置１２及び撮像により得られた画像信号に基づいて体腔内の被写体組織の血管情報等の生体情報を含む画像等の画像情報を生成するプロセッサ１３を備え、内視鏡１１が接続される制御装置１４と、体腔内の画像等の画像情報を表示するモニタ等からなる表示部１５と、内視鏡装置１０の入力操作を受け付ける入力部１７とを有する。

なお、本発明の内視鏡装置１０は、観察モードとして、通常観察モード（通常光モードともいう）や、特殊光観察モード（特殊光モードともいう）等を備える。
なお、以下では、特殊光観察モードにおいて、被検体の生体情報として、生体の血液の酸素飽和度、特に表層及び中深層酸素飽和度、血管の深さ情報及び血液量などの情報を取得する狭帯域光観察の場合を代表例として説明するが、本発明においては、これに限定されず、これらの他、血管の太さ情報や、血管の集合情報や、血管の形状情報や、血液量などの情報を取得する狭帯域光観察であっても良いし、特殊光モードとして、狭帯域光観察のみならず、赤外光観察や、自家蛍光観察や、蛍光観察等の特殊観察を行うものであっても良いのはもちろんである。

まず、本実施例の内視鏡１１について説明する。
内視鏡１１は、被検体内に挿入される挿入部１９の先端から照明光を出射する照明光学系と、被観察領域を撮像する撮像素子２１（図２参照）を含む撮像光学系とを有する、電子内視鏡である。内視鏡１１は、と光学的に接続され、プロセッサ１３と電気的に接続される。また、プロセッサ１３は、表示部１５及び入力部１７と電気的に接続される。入力部１７は、通常光モードや、特殊光モードなどの観察モードの設定や機能設定等の入力操作を受け付けるＵＩ（ユーザインタフェース）として機能する。
なお、本発明の内視鏡装置１０は、さらに、表示部１５に加え、図示しないが、画像情報等をハードコピー画像として出力する記録部（記録装置)を有していても良い。

また、内視鏡１１は、体腔内に挿入される可撓性の挿入部１９と、挿入部１９の基端部分に設けられ、挿入部１９の先端の湾曲操作や観察のための操作を行う操作部２３と、操作部１７と制御装置１４との間を連結するユニバーサルコード２４と、ユニバーサルコード２４に取り付けられ、内視鏡１１を制御装置１４に着脱自在に接続するコネクタ部２５ａ、２５ｂを備える。なお、図示しないが、操作部２３及び挿入部１９の内部には、組織採取用処置具等を挿入する鉗子チャンネルや、送気・送水用のチャンネル等、各種のチャンネルが設けられる。
挿入部１９は、可撓性を持つ軟性部３１と、湾曲部３３と、先端部３５とから構成される。先端部３５には、図２に示すように、被観察領域へ照明光学系による照明光を照射する照射口３７ａ、３７ｂと、被観察領域の画像情報を取得する撮像素子２１と、撮像素子２１の受光面側に撮像光学系を構成する対物レンズユニット３９とが配置され、対物レンズユニット３９の外側表面が、観察窓４０を構成している。

湾曲部３３は、軟性部３１と先端部３５との間に設けられ、図１に示す操作部２３に配置されたアングルノブ２２の回動操作により湾曲自在にされている。この湾曲部３３は、内視鏡１１が使用される被検体の部位等に応じて、任意の方向、任意の角度に湾曲でき、内視鏡先端部３５の照射口３７ａ、３７ｂ及び撮像素子２１の観察方向を、所望の観察部位に向けることができる。
なお、内視鏡１１の内部の照明光学系の構造、及び撮像系の電気的構成、並びに挿入部１９の照射口３７ａ、３７ｂの構造については後に詳述する。

次に、本実施例の制御装置１４の光源装置１２及びプロセッサ１３について説明する。
本発明において、光源装置１２は、内視鏡１１の先端部３５の照射口３７ａ、３７ｂに供給する照明光を発生し、プロセッサ１３は、内視鏡１１の操作部２３や入力部１７からの指示に基づいて、内視鏡１１の撮像素子２１から伝送されてくる撮像信号を画像処理して、表示用画像を生成して表示部１５へ供給する。
光源装置１２は、広帯域光のみを含む照明光を出射する通常光源部４１と、複数の狭帯域光のみを含む照明光を出射する狭帯域光源部４３と、プロセッサ１３の制御部６５からの各観察モードに応じた指示に基づいて通常光源部４１の広帯域光及び狭帯域光源部４３の各狭帯域光源の発光を、各観察モードに応じて、切替制御すると共に、その発光光量を個々に制御する光源制御部４９とを有する。

通常光源部４１は、図示例においては、所定の狭帯域波長を持つ狭帯域光Ｎ１である励起光Ｅを出射する狭帯域光源４１ａと、励起光Ｅの照射により蛍光を発光する蛍光体５７とを有する広帯域光源からなる。
すなわち、狭帯域光源４１ａと蛍光体５７との組み合わせは、励起光及び蛍光からなる白色光等の広帯域光を出射する広帯域光源となる。この広帯域光源は、狭帯域光源４１ａから出射された励起光Ｅが蛍光体５７に照射されることにより、蛍光体５７は、励起光Ｅにより励起されて励起光Ｅの波長帯域以外の波長帯域を少なくとも持つ蛍光を発光すると共に励起光Ｅを透過し、発光した蛍光と透過した励起光Ｅとの合成光を疑似白色光として出射する。

なお、本実施形態の構成例においては、狭帯域光源４１ａは、蛍光体５７を励起して蛍光を発光させて、例えば、マイクロホワイト（商品名）と呼ばれる広帯域光源を構成するものであり、励起光Ｅとして、波長が４４０±１０ｎｍに制限された青色のレーザ光（狭帯域光Ｎ１）を出射するのが好ましく、中心発光波長が４４５ｎｍのＬＤ（レーザダイオード）であるのがより好ましい。
また、狭帯域光源部４３は、互いに発光波長の異なる複数の狭帯域光源を有し、図示例においては、所定の狭帯域波長を持つ狭帯域光Ｎ２を出射する狭帯域光源４３ａと、この狭帯域光Ｎ２と異なる発光波長を持つ狭帯域光Ｎ３を出射する狭帯域光源４３ｂとを有する。すなわち、図示例では、狭帯域光源部４３から出射される第２の照明光は、狭帯域光Ｎ２、及びＮ３のみを含む。

なお、本実施形態の構成例においては、狭帯域光源４３ａは、表層血管の観察に適した光源であり、波長が、４００±１０ｎｍに、より好ましくは４０５ｎｍに制限された青紫色レーザ光（狭帯域光Ｎ２）を出射するのが好ましく、中心発光波長が４０５ｎｍのＬＤであるのがより好ましい。
また、狭帯域光源４３ｂは、狭帯域光源４１ｂと同様に、血液中の酸素飽和度を算出するのに適した光源であり、波長が、４７０±１０ｎｍに、より好ましくは４７３ｎｍに制限された青緑色レーザ光（狭帯域光Ｎ３）を出射するのが好ましく、中心発光波長が４７３ｎｍのＬＤであるのがより好ましい。

上記の狭帯域光源４１ａ、４３ａ及び４３ｂは、例えば、ＧａＮ系半導体レーザ（レーザダイオード）が利用でき、ブロードエリア型のＩｎＧａＮ系レーザダイオードが利用でき、また、ＩｎＧａＮＡｓ系レーザダイオードやＧａＮＡｓ系レーザダイオード等を用いることもできる。また、上記光源として、発光ダイオード等の発光体を用いた構成としてもよい。
光源装置１２の光源制御部４９は、各観察モードに応じて、各狭帯域光源４１ａ、４３ａ及び４３ｂの発光の切替制御及び発光量の制御を行うものである。すなわち、これらの狭帯域光源４１ａ、４３ａ及び４３ｂは、光源制御部４９によりそれぞれ個別に調光制御されており、光量比は変更自在になっているが、本発明、即ち、本発明の特殊光観察モードにおいては、各狭帯域光源の発光のタイミングは、狭帯域光源４３ａ、４１ａ及び４３ｂの順になっている。

まず、観察モードが通常光モードである場合には、光源制御部４９は、通常光源部４１の狭帯域光源４１ａのみを点灯し、第２の照明光源部４２の狭帯域光源４３ａ及び４３ｂを消灯した状態に制御する。すなわち、通常光モードでは、光源制御部４９からの制御信号に基づいて通常光源部４１の狭帯域光源４１ａが点灯され、照明光として、励起光Ｅと蛍光体５７からの蛍光とが合成された疑似白色光からなる広帯域光が通常光源部４１から出射される。
また、観察モードが特殊光モードである場合には、光源制御部４９は、通常光源部４１の狭帯域光源４１ａ及び狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ａ及び４３ｂを点灯する状態に制御する。すなわち、特殊光モードでは、光源制御部４９からの制御信号に基づいての狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ａ、通常光源部４１の狭帯域光源４１ａ、狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ｂが、この順序で点灯され、照明光として、狭帯域光源部４３から狭帯域光Ｎ２が、通常光源部４１から広帯域光が、狭帯域光源部４３から狭帯域光Ｎ３が、この順序で出射される（後述する図＊＊１５参照）。

通常光源部４１の狭帯域光源４１ａ及び４１ｂから出射される励起光Ｅ（狭帯域光Ｎ１）は、集光レンズ（図示略）によりそれぞれ光ファイバ４２に入力され、分波器であるカプラ５３ａを介してコネクタ部２５ａに伝送される。
狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ａ及び４３ｂから出射される各狭帯域光Ｎ２及びＮ３は、集光レンズ（図示略）によりそれぞれ光ファイバ４４ａ及び４４ｂに入力され、合波器であるコンバイナ５１と、分波器であるカプラ５３ｂを介してコネクタ部２５ａに伝送される。なお、本発明はこれに限定されず、コンバイナ５１を用いて狭帯域光Ｎ１（励起光Ｅ）、Ｎ２及びＮ３を合波しても良いし、コンバイナ５１を用いずにカプラ５３ｂに導光して分波しても良いし、２つのカプラ５３ａ、５３ｂの少なくとも一方を用いずに、１つのカプラを用いて、又は、コンバイナ及びカプラ自体の少なくとも一方を用いずに、各狭帯域光源４１ａ、４３ａ及び４３ｂからの狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３を直接コネクタ部２５ａに送出する構成であってもよい。

次に、光源装置１２に光学的に接続される内視鏡１１の照明光学系の構成及びプロセッサ１３に接続される撮像系の電気的構成について説明する。
内視鏡１１の照明光学系は、光ファイバ５５ａ〜５５ｄと、光ファイバ５５ａ及び５５ｄの先端に配置され、通常光源部４１の広帯域光源を構成する蛍光体５７と、光ファイバ５５ｂ及び５５ｃの先端に配置される光偏向・拡散部材５８とから構成される。
照明光学系を構成する光ファイバ５５ａ〜５５ｄは、マルチモードファイバであり、一例として、コア径１０５μｍ、クラッド径１２５μｍ、外皮となる保護層を含めた径がφ０．３〜０．５ｍｍの細径なファイバケーブルを使用できる。

コネクタ部２５ａから先端部３５まで延設された光ファイバ５５ａ及び５５ｄには、通常光源部４１の狭帯域光源４１ａからの狭帯域光Ｎ１がそれぞれ任意のタイミングで導入されて、先端部３５に配置された波長変換部材である蛍光体５７を通して白色照明光となる。
一方、コネクタ部２５ａから先端部３５まで延設された光ファイバ５５ｂ及び５５ｃには、狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ａ及び４３ｂからの狭帯域光Ｎ２及びＮ３がそれぞれ任意のタイミングで導入されて、先端部３５に配置された光偏向・拡散部材５８を通して照明光となる。

光ファイバ５５ａと蛍光体５７の組み合わせは投光ユニット７１ａを構成し、光ファイバ５５ｂと光偏向・拡散部材５８の組み合わせは投光ユニット７１ｃを構成する。また、光ファイバ５５ｃと光偏向・拡散部材５８の組み合わせは投光ユニット７１ｄを構成し、光ファイバ５５ｄと蛍光体５７の組み合わせは投光ユニット７１ｂを構成する。投光ユニット７１ａ、７１ｃの対と、投光ユニット７１ｂ、７１ｄの対は、内視鏡１１の先端部３５の撮像素子２１及び対物レンズユニット３９を挟んだ両脇側に配置される。

ここで、図３（Ａ）に投光ユニット７１ａ及び７１ｄの断面構成図、図３（Ｂ）に投光ユニット７１ｂ及び７１ｃの断面構成図を示す。
図３（Ａ）に示すように、投光ユニット７１ａと投光ユニット７１ｄとは同一構成であり、蛍光体５７と、蛍光体５７の外周を覆う筒状のスリーブ部材７３と、スリーブ部材７３の一端側を封止する保護ガラス（照明窓）７５と、スリーブ部材７３内に挿入され光ファイバ５５ａ（５５ｄ）を中心軸に保持するフェルール７７とをそれぞれ備えている。また、フェルール７７の後端側から延出される光ファイバ５５ａ（５５ｄ）には、その外皮を覆うフレキシブルスリーブ７９がスリーブ部材７３との間に挿入されている。
一方、投光ユニット７１ｂと投光ユニット７１ｃとは同一構成であり、投光ユニット７１ａ及び７１ｄの蛍光体５７に代えて、光偏向・拡散部材５８が配設され、光ファイバ５５ｂ及び５５ｃから導光される点以外は、投光ユニット７１ａ及び７１ｄと同様の構成となっている。

投光ユニット７１ａ及び７１ｄの蛍光体５７は、狭帯域光源４１ａからの青色レーザ光（励起光Ｅ）の一部を吸収して緑色〜黄色に励起発光する複数種の蛍光体物質（例えば、ＹＡＧ系蛍光体、或いはＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ_１０Ｏ_１７）等の蛍光体）を含んで構成される。これにより、青色レーザ光を励起光とする緑色〜黄色の励起発光光と、蛍光体５７により吸収されず透過した青色レーザ光とが合わされて、白色（疑似白色）の照明光が生成される。
この蛍光体５７は、レーザ光の可干渉性により生じるスペックルに起因して、撮像の障害となるノイズの重畳や、動画像表示を行う際のちらつきの発生を防止できる。また、蛍光体５７は、蛍光体を構成する蛍光物質と、充填剤となる固定・固化用樹脂との屈折率差を考慮して、蛍光物質そのものと充填剤に対する粒径を、赤外域の光に対して吸収が小さく、かつ散乱が大きい材料で構成することが好ましい。これにより、赤色や赤外域の光に対して光強度を落とすことなく散乱効果が高められ、光学的損失が小さくなる。

図４（Ａ）は、狭帯域光源４１ａからの青色レーザ光（励起光Ｅ）及び青色レーザ光Ｅが蛍光体５７により波長変換された発光スペクトルＦと、狭帯域光源４３ａ及び４３ｂからの各レーザ光（狭帯域光Ｎ２及びＮ３）の発光スペクトルを示すグラフである。
狭帯域光源４１ａからの青色レーザ光Ｅは、中心波長４４５ｎｍの輝線で表され、狭帯域光源４１ａからの青色レーザ光Ｅによる蛍光体５７からの励起発光光Ｆは、概ね４５０ｎｍ〜７００ｎｍの波長帯域で発光強度が増大する分光強度分布となる。この励起発光光Ｆと青色レーザ光Ｅとによるプロファイルによって、前述した疑似白色光ＢＷが形成される。本構成例のように、半導体発光素子を励起光源として用いれば、高い発光効率で高強度の白色光が得られ、白色光の強度を容易に調整できる上に、白色光の色温度、色度の変化を小さく抑えることができる。

ここで、本明細書でいう白色光とは、厳密に可視光の全ての波長成分を含むものに限らず、例えば、基準色であるＲ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）等、特定の波長帯の光を含むものであればよく、例えば、緑色から赤色にかけての波長成分を含む光や、青色から緑色にかけての波長成分を含む光等も広義に含むものとする。
また、本明細書でいう広帯域光は、少なくとも白色光と見做せる光を含むものであるのが好ましく、近赤外や赤外波長帯域、及び近紫外や紫外波長帯域の少なくとも一方の光を含んでいても良い。
これに対し、本明細書でいう狭帯域光は、基準色であるＲ、Ｇ、Ｂ等の特定の波長帯域のいずれにかに属する光、他の狭帯域光の波長帯域とは分離された波長帯域を持つ光、波長帯域の幅が２０ｎｍ、好ましくは、中心波長に対して±１０ｎｍである光であるのが好ましい。

また、狭帯域光源４３ａからの青紫色レーザ光Ｎ２は、中心波長４０５ｎｍの輝線で表され、狭帯域光源４３ｂからの青緑色レーザ光Ｎ３は、中心波長４７３ｎｍの輝線で表される。
以上から、本実施形態では、狭帯域光源４１ａとして、中心波長４４５ｎｍの青色レーザ光Ｅを出射するレーザ光源（ＬＤ４４５）を用いることができ、狭帯域光源４３ａとして、中心波長４０５ｎｍの青色レーザ光を出射するレーザ光源（ＬＤ４０５）を用いることができ、狭帯域光源４３ｂとして、中心波長４７３ｎｍの青色レーザ光を出射するレーザ光源（ＬＤ４７３）を用いることができる。

また、投光ユニット７１ｂ及び７１ｃの光偏向・拡散部材５８は、狭帯域光源４３ａ及び４３ｂからの青紫色レーザ光Ｎ２及び青緑色レーザ光Ｎ３の各レーザ光を透過させる材料であればよく、例えば透光性を有する樹脂材料やガラス等が用いられる。更には、光偏向・拡散部材５８は、樹脂材料やガラスの表面等に、微小凹凸や屈折率の異なる粒子（フィラー等）を混在させた光拡散層を設けた構成や、半透明体の材料を用いた構成としてもよい。これにより、光偏向・拡散部材５８から出射する透過光は、所定の照射領域内で光量が均一化された狭帯域波長の照明光となる。

次に、内視鏡１１の撮像系は、図２に示すように、光源装置１２の光源制御部４９に各観察モードに応じて指示を与える制御部６５からの各観察モード、特に特殊光観察モードに応じた指示に基づいて撮像素子２１に対して駆動信号を与える撮像制御部６２と、撮像制御部６２からの駆動信号に基づいて、各観察モードに応じた所定のフレームレートで、被検体の被観察領域を撮像し、画像情報を取得し、取得した撮像画像の画像信号を出力する撮像素子２１と、撮像素子２１からのアナログ画像を、プロセッサ１３のデジタル信号処理部６４におけるデジタル画像信号処理で扱うことができるようデジタル信号に処理するためのアナログ処理回路（ＡＦＥ（アナログフロントエンド：Analog Front End））６１と、を有する。
撮像制御部６２は、制御部６５からの各観察モードに応じた指示に基づいて撮像素子２１の駆動を制御するもので、各観察モードに応じて制御される光源装置１２の通常光源部４１の狭帯域光源４１a、及び狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ａ及び４３ｂの発光に応じて撮像素子２１による撮像及び撮像素子２１からの撮像画像信号の出力を撮像フレーム毎に制御するものである。
撮像制御部６２による撮像素子２１の撮像制御、即ち、撮像フレーム制御については、後に詳述する。

撮像素子２１は、被観察領域からの戻り光を受光して撮像画像情報を取得するＣＣＤ(Charge Coupled Device）イメージセンサやＣＭＯＳ(Complementary Metal-Oxide Semiconductor）イメージセンサ等のカラーイメージセンサからなり、撮像制御部６２により各観察モードに応じて制御され、光源装置１２からの照明光が照射された被検体の被観察領域の様子を対物レンズユニット３９によって撮像素子２１の受光面上に結像させてフレーム毎に撮像するものである。本実施形態においては、撮像素子２１は、カラーＣＣＤイメージセンサであり、その受光面には、例えば、図４（Ｂ）に示す分光透過率を有するＲ色、Ｇ色、Ｂ色のカラーフィルタ２１Ｒ、２１Ｇ、２１Ｂが設けられ、Ｒ画素、Ｇ画素、Ｂ画素の３色の画素を１組として、複数組の画素がマトリクス状に配列されている。

ここで、特殊光観察モードにおいては、光源装置１２の通常光源部４１の狭帯域光源４１aからの青色レーザ光（励起光）と蛍光体５７からの励起発光光とによる疑似白色光及び狭帯域光源４３ａ及び４３ｂからの各レーザ光による狭帯域光Ｎ２及びＮ３からなる照明光は、光源制御部４９によって制御され、上述した所定の順序で各撮像フレーム毎に内視鏡１１の先端部３５から被検体の被観察領域に向けて照射される。
したがって、撮像素子２１も、光源制御部４９によって制御される光源装置１２からの照明光が上述した所定の順序で照射された被観察領域を、撮像制御部６２によって制御される撮像フレーム毎に撮像する。その結果、撮像素子２１は、撮像制御部６２から、スコープケーブル５９を通じて伝送される撮像制御信号により制御され、所定のフレームレートで撮像画像の画像信号を出力する。

撮像素子２１から出力される撮像画像の画像信号は、スコープケーブル５９を通じて、アナログ処理回路（ＡＦＥ）６１に伝送され、種々のアナログ信号処理が施され、また、デジタル信号に変換され、コネクタ部２５ｂを介して、プロセッサ１３に入力される。
ＡＦＥ６１は、撮像素子２１で得た画像を、なるべく忠実に、ＤＳＰ６４等のデジタルバックエンドに伝えるために、アナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）変換の際に発生しうる様々なノイズを最小限に抑えつつ、デジタルに変換するものである。
ＡＦＥ６１は、例えば、図示しないが、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）、自動ゲイン制御回路（ＡＧＣ）、及びアナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換器から構成される。ＣＤＳは、撮像素子（ＣＣＤ）２１からの撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、撮像素子２１の駆動により生じたノイズを除去する。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズが除去された撮像信号を増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、ＡＧＣで増幅された撮像信号を、所定のビット数のデジタルな撮像信号に変換してプロセッサ１３に入力する。
プロセッサ１３では、デジタル画像信号に種々の処理が施され、被検体の被観察領域の生体の血液の酸素飽和度等の生体に含まれる成分に関する情報や、生体の血管深さ及び／又は血液量等の生体の構造に関する情報等の生体機能情報を含む画像情報が生成され、内視鏡診断・観察画像として表示部１５に表示される。
なお、プロセッサ１３の詳細については、後述する。

次に、内視鏡の先端部の構成について詳細に説明する。
図５は、内視鏡の先端部の概略的な構成を示す斜視図、図６は、図５に示す内視鏡の先端部の分解図である。
これらの図に示すように、内視鏡１１の先端部３５は、長手方向に沿って複数の穿設孔が形成されたステンレス鋼等からなる先端硬性部８７に、投光ユニット７１ａ〜７１ｄ等の各種部品が取り付けられて構成される。先端硬性部８７は、図２に示した撮像素子２１を含む撮像光学系が収容される穿設孔８７ａを有し、この穿設孔８７ａを中心とする両脇側に穿設孔８７ｂ１，８７ｂ２、及び８７ｃ１，８７ｃ２が形成されている。穿設孔８７ｂ１，８７ｂ２には投光ユニット７１ａ，７１ｃが挿入され、穿設孔８７ｃ１，８７ｃ２には投光ユニット７１ｂ，７１ｄが挿入される。

また、先端硬性部８７の先端側には先端ゴムキャップ８９が被せられ、また、先端硬性部８７の外周には図示はしない外皮チューブが被せられる。先端ゴムキャップ８９には先端硬性部８７の各穿設孔８７ａ，８７ｂ１，８７ｂ２，８７ｃ１，８７ｃ２，・・・に対応した穿設孔８９ａ，８９ｂ，８９ｃ，・・・が形成されて、対物レンズユニット３９による観察窓４０や、投光ユニット７１ａ〜７１ｄの照射口３７ａ，３７ｂを開口させている。
ここで、図７に図５のＡ−Ａ断面図を示す。投光ユニット７１ａ，７１ｂは、先端硬性部８７の穿設孔８７ｂ１、８７ｃ１に挿入させた後、穿設孔８７ｂ１，８７ｃ１と連通する一対の横孔９１（図５及び図６参照）から止めネジ（イモビス）９３で締め付けることで、投光ユニット７１ａ，７１ｂが先端硬性部８７に固定される。また、投光ユニット７１Ｃ，７１ｄも同様に止めネジ９３で締め付けることで、先端硬性部８７に固定される。

上記の投光ユニット７１ａ〜７１ｄを備えた内視鏡の構成によれば、投光ユニット７１ａ〜７１ｄを先端硬性部８７の穿設孔８７ｂ１，８７ｂ２，８７ｃ１，８７ｃ２に挿通された状態で止めネジ９３によって着脱自在に固定するので、投光ユニット７１ａ〜７１ｄの交換が容易となり、内視鏡のメンテナンス性が向上する。つまり、内視鏡の長期使用により照明光強度の減衰や色調の変化等の症状が現れたときに、新しい投光ユニットへの取り換えが簡単に行える。

次に、上記の投光ユニット７１ａ〜７１ｄによりレーザ光源ＬＤ１〜ＬＤ５からの各レーザ光を適宜組み合わせて出射させ、種々の照明光を生成する各照明パターンについて説明する。
図８は、図５に示す内視鏡１１の先端部のＢ方向から見た正面図である。上述したように、投光ユニット７１ａ，７１ｃは照射口３７ａから照射し、投光ユニット７１ｂ，７１ｄは照射口３７ｂから照射するように、対物レンズユニット３９の両脇側に各投光ユニット７１ａ〜７１ｄが配置される。そして、蛍光体（図３（Ａ）参照）を備えた投光ユニット７１ａ，７１ｄの対は、照明窓となる保護ガラス７５（図３参照）の位置同士を連結する線Ｌ１が、観察窓４０となる対物レンズユニット３９の領域内を横切るように配置される。また、光偏向・拡散部材５８（図３（Ｂ）参照）を備えた投光ユニット７１ｂ，７１ｃの対は、保護ガラス７５（図３参照）の位置同士を連結する線Ｌ２が、対物レンズユニット３９の領域内を横切るように配置される。

対物レンズユニット３９の領域内で、線Ｌ１とＬ２が交差点Ｐを有するように、各投光ユニット７１ａ〜７１ｄがスペース効率を高めた状態で配置されている。つまり、白色照明光を照射する投光ユニット７１ａ，７１ｄは、先端部３５の対物レンズユニット３９を挟んだ位置に配置され、対物レンズユニット３９の両脇側から白色光を照射することで、照明むらの発生を防止している。
なお、図示例においては、内視鏡１１の先端部３５の、撮像素子２１のための対物レンズユニット３９を挟んだ位置に、蛍光体５７を備える２つの投光ユニット７１ａ及び７１ｂを含む４つの投光ユニット７１ａ〜７１ｄを配置する４灯式であるが、本発明はこれに限定されず、１つの投光ユニットが蛍光体５７を備えていれば、２つの投光ユニット７１ａ及び７１ｃ、又は７１ｂ及び７１ｄ、好ましくは撮像素子２１のための対物レンズユニット３９を挟んだ位置に、２つの投光ユニット７１ａ及び７１ｄ、又は７１ｂ及び７１ｃを、内視鏡１１の先端部３５に配置する２灯式であっても良い。

次に、図２を参照して、プロセッサ１３について詳細に説明する。
これらの図に示すように、プロセッサ１３は、内視鏡１１から伝送される各観察モードのデジタル画像信号にデジタル信号処理するデジタル信号処理部（ＤＳＰ（Digital Signal Processor））６４と、各観察モードのデジタル信号処理済の画像データに対して各観察モードに応じた画像処理を行う画像処理部６３と、画像処理済の画像データを応じた観察画像を表示部１５に表示させるための表示制御や内視鏡１１、光源装置１２及びプロセッサ１３内の各部を制御する制御部６５と、各観察モードの撮像画像の画像データ信号を記憶する記憶部６７とを有する。
ＤＳＰ６４は、コネクタ部２５ｂを介して内視鏡１１の撮像系のＡＦＥ６１から伝送される、撮像素子２１で撮像された、各観察モードの撮像画像のデジタル画像信号を受信して、受信したデジタル画像信号に対して、色分離、色補間、色補正、ホワイトバランス調整、ガンマ補正、輪郭強調等の各種の処理を行うことによって、デジタル信号処理済の各観察モードの撮像画像データを生成する。ＤＳＰ６４で生成された各観察モードの撮像画像の画像データは、画像処理部６３に伝送され、また、必要に応じて、記憶部６７に記憶される。

画像処理部６３は、図２に示すように、ＤＳＰ６４でデジタル信号処理された各観察モードの撮像画像の画像データに対して各観察モードに応じた画像処理を行うもので、通常観察モードにおける広帯域光（白色光）による撮像画像の画像処理を行う通常光画像処理部１０２と、特殊光観察モードにおける広帯域光及び狭帯域光による撮像画像の画像処理を行う特殊光画像処理部１０４とを有する。なお、画像処理部６３で画像処理された各観察モードの撮像画像の画像データは、制御部６５に伝送され、また、必要に応じて、記憶部６７に記憶される。
通常光画像処理部１０２は、通常観察モードの場合に、ＤＳＰ６４から伝送された、又は記憶部６７から読み出された白色光による撮像画像の画像データ（白色光のＲＧＢ画像データ）に対して、光源装置１２の通常光源部４１の狭帯域光源４１a及び蛍光体５７からの白色光による通常観察画像に適した所定の画像処理を施し、通常光画像データを出力し、記憶部６７に記憶させると共に、表示部１５に白色光による通常観察画像を表示させる。

特殊光画像処理部１０４は、狭帯域光を用いる特殊光観察モードの場合に、ＤＳＰ６４から伝送された、又は記憶部６７から読み出された撮像画像の画像データに対して、狭帯域光による特殊光観察画像に適した所定の画像処理を施し、特殊光画像データを出力するものであり、即ち、通常光源部４１からの白色光及び狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ａ及び４３ｂからの狭帯域光Ｎ２及びＮ３による撮像画像の画像処理を行う。
ここで、図示例の実施形態においては、特殊光画像処理部１０４は、画像処理として、被検体の被観察領域の生体機能情報である酸素飽和度、血管深さ及び血液量等を算出して酸素飽和度画像を生成するものであり、酸素飽和度画像や血管深さ及び血液量等の情報の生成を行う。

以下に、本発明の内視鏡装置における特殊光観察モードにおける光源装置１２の制御、並びにプロセッサの画像処理部の特殊光画像処理部について説明する。
図９は、図２に示す画像処理部の特殊光画像処理部の一実施例の構成を示すブロック図である。図１０は、血管中のヘモグロビンの吸収係数の波長依存性を示すグラフである。図１１及び図１２は、それぞれ特殊光モードにおける酸素飽和度の算出のプロセス（可視化アルゴリズム）を説明する説明図である。図１３は、撮像画像の画素の分光輝度比（Ｓ１／Ｓ３、Ｓ１／Ｓ２）と血管深さ及び酸素飽和度との相関関係を示すグラフである。図１４は、撮像画像の画素の分光輝度比（Ｓ５／Ｓ４、Ｓ３／Ｓ４）と血液量および酸素飽和度との相関関係を表すグラフである。

特殊光画像処理部１０４は、図９に示すように、分光推定部１０６と、輝度比算出部１０８と、相関関係記憶部１１０と、酸素飽和度算出部１１２と、酸素飽和度画像生成部１１４とを有する。特殊光画像処理部１０４は、特殊光モードにおいて、通常光源部４１の狭帯域光源４１a及び蛍光体５７からの疑似白色光及び狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ａ及び４３ｂからの狭帯域光Ｎ２及びＮ３による撮像画像データに基づいて、図１０に示す血中のヘモグロビンの吸収係数の波長依存性を利用して被検体の血中ヘモグロビンの酸素飽和度の情報を算出し、算出した酸素飽和度の情報に基づいて、酸素飽和度を可視化する、例えば、酸素飽和度の分布を疑似カラー表示するための酸素飽和度画像を出力するものである。

特殊光モードでは、図１１及び以下の表１に示すように、通常光源部４１の狭帯域光源４１aと狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ａ及び４３ｂとが用いられ、第１フレームにおいては、狭帯域光源４３ａ（ＬＤ４０５）からの狭帯域光Ｎ２（４０５ｎｍ）成分のみのスペクトルのＢ画像データ（以下、４０５成分画像データという）が取得される。第２フレームにおいては、狭帯域光源４１a（ＬＤ４４５）及び蛍光体５７の組み合わせからの疑似白色光による撮像画像データ（白色光によるＲＧＢ画像データ）が取得される。第３フレームにおいては、狭帯域光源４３ｂ（ＬＤ４４５）からの狭帯域光Ｎ３（４７３ｎｍ）成分のみのスペクトルのＢ画像データである４７３成分画像データが取得される。

なお、フレーム２で得られた白色光によるＲＧＢ画像データは、図５（Ａ）に示す白色光（ＢＷ）を生体に照射した際の反射光を図５（Ｂ）に示すカラーフィルタを持つ撮像素子２１で得られたものである。したがって、フレーム２で得られたＢ画像データは、図５（Ａ）に示す狭帯域光源４１a（ＬＤ４４５）からの狭帯域光Ｎ１（４４５ｎｍ）成分とこの狭帯域光Ｎ１によって励起発光された蛍光（Ｆ）の成分とからなるＢ画像データである。フレーム２で得られたＧ画像データは、図５（Ａ）に示す蛍光（Ｆ）の成分からなるＧ画像データであり、フレーム２で得られたＲ画像データは、図５（Ａ）に示す蛍光（Ｆ）の成分からなるＲ画像データである。
これらのＲＧＢ画像データは、通常光モードで得られる白色光による撮像画像の画像データ（白色光のＲＧＢ画像データ）と同じであり、通常光モードと同様に、通常光画像処理部１０２において、通常観察画像に適した所定の画像処理が施され、通常観察画像データとされて出力され、記憶部６７に記憶される。

特殊光モードでは、光源制御部４９は、狭帯域光源４１ａ及び４３ａ及び４３ｂをそれぞれ第１、第２及び第３フレームにのみ点灯するように点灯制御し、撮像制御部６２は、撮像素子２１を各フレーム毎に駆動し、それぞれの画像データを取得するように撮像フレーム制御する。
即ち、第１フレームにおいては、図４（Ａ）に示す４０５ｎｍの狭帯域光Ｎ２のみが被検体に照射されるので、図４（Ｂ）に示すカラーフィルタを持つ撮像素子２１によって、４０５成分画像データが取得され、記憶部６７に記憶される。
次に、第２フレームにおいては、図４（Ａ）に示す白色光ＢＷが被検体に照射されるので、図４（Ｂ）に示すカラーフィルタを持つ撮像素子２１によって、白色光ＢＷによるＲＧＢ画像データが取得され、記憶部６７に記憶される。
また、第３フレームにおいては、図４（Ａ）に示す４７３ｎｍの狭帯域光Ｎ３のみが被検体に照射されるので、図４（Ｂ）に示すカラーフィルタを持つ撮像素子２１によって、撮像素子２１によって４７３成分画像データが取得され、記憶部６７に記憶される。

分光推定部１０６は、第２フレームにおいて取得された白色光ＢＷによるＲＧＢ画像データを記憶部６７から読み出し、読み出されたＲＧＢ画像データから分光推定によって、Ｂ領域の４４５成分画像データ、Ｇ領域の５５０成分画像データ、及び、Ｒ領域の６００成分画像データを求めるためのものである。即ち、分光推定部１０６は、図１１に示すように、第２フレームにおいて取得された、白色光によるＲＧＢ画像データからマトリックス演算（ＭＴＸ）を用いた分光推定を行って、４４５成分画像データ、５５０成分画像データ及び６００成分画像データを求めるものである。
ここで、ＲＧＢ画像データから３つの４４５成分画像データ、５５０成分画像データ及び６００成分画像データを求める分光推定方法としては、特に制限的ではなく、従来公知の分光推定方法を用いれば良く、例えば、特開２００３−９３３３６号公報に記載の分光画像を得る分光推定方法を挙げることができる。

輝度比算出部１０８は、図１１に示すように、第１及び第３フレームから得られた４０５成分画像データ及び４７３成分画像データと、第２フレームにおいて分光推定部１０６による分光推定によって得られた４４５成分画像データ、５５０成分画像データ及び６００成分画像データの中から、血管深さ及び表層酸素飽和度を演算するための３種の分光画像データの内の２つの分光画像データの画素の輝度比を２種類算出すると共に、血液量及び中深層酸素飽和度を演算するための３種の分光画像データの内の２つの分光画像データの画素の輝度比を２種類算出するためのものである。

まず、血管深さ及び表層酸素飽和度を演算するために、輝度比算出部１０８は、第１フレームにおいて取得された４０５成分画像データと、第２フレームにおいて分光推定部１０６による分光推定によって得られた４４５成分画像データ及び５５０成分画像データとを記憶部６７から読み出し、読み出された４０５成分画像データ、４４５成分画像データ及び５５０成分画像データとから、生体粘膜の血管、好ましくは表層血管が含まれる血管領域を特定する。なお、血管領域の特定方法としては、例えば、血管部分の輝度値とそれ以外の輝度値の差から血管領域を求める方法を挙げることができる。
輝度比算出部１０８は、図１１に示すように、特定された血管領域内の同じ位置の画素について、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの吸光係数（吸光度）（図１０参照）が同じになる波長範囲の１つの狭帯域光の反射光に対応する４０５成分画像データ画素の輝度値をＳ１とし、吸光係数の大小関係が逆転する波長範囲の２つの狭帯域光の反射光に対応する４４５成分画像データ及び５５０成分画像データの画素の輝度値をそれぞれＳ２及びＳ４として、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ２及びＳ１／Ｓ４を求める。

次に、血液量及び中深層酸素飽和度を演算するために、輝度比算出部１０８は、第２フレームにおいて分光推定部１０６による分光推定によって得られた５５０成分画像データ及び６００成分画像データと、第３フレームにおいて取得された４７３成分画像データとを記憶部６７から読み出し、読み出された４０５成分画像データ、４４５成分画像データ及び５５０成分画像データとから、生体粘膜の血管、好ましくは中深層血管が含まれる血管領域を特定する。この血管領域の特定を行わずに、血管深さ及び表層酸素飽和度を演算するために特定した血管領域をそのまま用いても良い。
輝度比算出部１０８は、図１１に示すように、特定された血管領域内の同じ位置の画素について、血中のヘモグロビンの酸素飽和度に応じて還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの吸光係数（図１０参照）の大小関係が逆転する波長範囲の２つの照明光の反射光に対応する４７３成分画像データ及び６００成分画像データの画素の輝度値をＳ３及びＳ５とし、吸光係数が同じになる波長範囲の１つの照明光の反射光に対応する５５０画像データ画素の輝度値をＳ４として、第３及び第４輝度比Ｓ３／Ｓ４及びＳ５／Ｓ４を求める。

相関関係記憶部１１０は、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ２及びＳ１／Ｓ４と血管深さ及び表層酸素飽和度との第１の相関関係、例えば図１３に示す相関関係、及び、第１及び第２輝度比Ｓ３／Ｓ４及びＳ５／Ｓ４と血液量及び中深層酸素飽和度との第２の相関関係、例えば図１４に示す相関関係とを記憶している。これらの第１及び第２の相関関係も、血管が図１０に示すヘモグロビンの吸光係数を有する場合の相関関係であり、これまでの診断等で蓄積された多数の画像データを分析することにより得られたものである。
ところで、図１０に示すように、血中ヘモグロビンは、照射する光の波長によって吸光係数μａが変化する吸光特性を持っている。吸光係数μａは、ヘモグロビンの光の吸収の大きさである吸光度を表す。例えば、吸光係数μａは、ヘモグロビンに照射された光の減衰状況を表すＩ０ｅｘｐ（−μａ×ｘ）の式の係数である。ここで、Ｉ０は光源装置から被写体組織に照射される光の強度であり、ｘ（ｃｍ）は被写体組織内の血管までの深さである。

また、図１０に示すように、酸素と結合していない還元ヘモグロビン８０と、酸素と結合した酸化ヘモグロビン８１とは、異なる吸光特性を持っており、同じ吸光度（吸光係数μａ）を示す等吸収点（図１０における各ヘモグロビン８０と８１との交点）を除いて、吸光度に差が生じる。吸光度に差があると、同じ血管に対して、同じ強度かつ同じ波長の光を照射しても、輝度値が変化する。また、同じ強度の光を照射しても、波長が異なれば吸光係数μａが変わるので、輝度値が変化する。
一般的に、図１０の分布は撮像対象の部位によって非線形に変化するため、実際の生体組織の計測や光伝播シミュレーション等により予め求めておく必要がある。

相関関係記憶部１１０は、図１３に示すように、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ２及びＳ１／Ｓ４を表す輝度座標系の座標と、表層酸素飽和度及び血管深さを表す血管情報座標系の座標との対応付けによって、第１の相関関係を記憶している。ここで、輝度座標系はＸＹ座標系であり、Ｘ軸は第１輝度比Ｓ１／Ｓ２を、Ｙ軸は第２輝度比Ｓ１／Ｓ４を表している。血管情報座標系は、輝度座標系上に設けられたＵＶ座標系であり、Ｕ軸は血管深さを、Ｖ軸は酸素飽和度を表している。Ｕ軸は血管深さが輝度座標系に対して正の相関関係があることから、正の傾きを有している。このＵ軸に関して、右斜め上に行くほど血管は深いことを、左斜め下に行くほど血管が浅いことを示している。一方、Ｖ軸は酸素飽和度も輝度座標系に対して正の相関関係を有することから、正の傾きを有している。このＶ軸に関して、右斜め上に行くほど酸素飽和度が低いことを、左斜め下に行くほど酸素飽和度が高いことを示している。
なお、図１３に示す第１の相関関係は、相関関係記憶部１１０に、図１１及び１２に示すように、表層酸素飽和度（Ｓ１／Ｓ２（４０５／４４５）ｖｓＳ１／Ｓ４（４０５／５５０））ルックアップテーブル（ＬＵＴ）８２として記憶しておくのが好ましい。

また、相関関係記憶部１１０は、図１４に示すように、第３及び第４輝度比Ｓ３／Ｓ４及びＳ５／Ｓ４を表す輝度座標系の座標と、酸素飽和度及び血液量を表す血管情報座標系の座標との対応付けによって、第２の相関関係も記憶している。輝度座標系はＸＹ座標系であり、Ｘ軸は第１輝度比Ｓ３／Ｓ４を、Ｙ軸は第２輝度比Ｓ５／Ｓ４を表している。血管情報座標系は、輝度座標系上に設けられたＵＶ座標系であり、Ｕ軸は血液量を、Ｖ軸は酸素飽和度を表している。Ｕ軸は、血液量が輝度座標系に対して正の相関関係があることから、正の傾きを有している。このＵ軸に関して、右斜め上に行くほど血液量は多いことを、左斜め下に行くほど血液量が少ないことを示している。一方、Ｖ軸は、酸素飽和度も輝度座標系に対して正の相関関係を有することから、正の傾きを有している。このＶ軸に関して、右斜め上に行くほど酸素飽和度が低いことを、左斜め下に行くほど酸素飽和度が高いことを示している。
なお、図１４に示す第２の相関関係は、相関関係記憶部１１０に、図１１及び１２に示すように、中深層表層酸素飽和度（Ｓ３／Ｓ４（４７３／５５０）ｖｓＳ５／Ｓ４（６００／５５０））ルックアップテーブル（ＬＵＴ）８３として記憶しておくのが好ましい。

ここで、輝度値Ｓ１、Ｓ２及びＳ４を用いた血管深さ及び酸素飽和度の算出、及び輝度値Ｓ３、Ｓ４及びＳ５を用いた血液量及び酸素飽和度の算出について説明する。
一般に、被検体の粘膜組織内に光が入射すると、その一部は血管のところで吸収され、吸収されなかった光のさらに一部が反射光として戻ってくる。この時、血管の深さが深くなるほど、その上の組織からの散乱の影響を大きく受けることになる。
ところで、４００〜５６０ｎｍの波長範囲の光は、粘膜中への深達度が比較的小さく、粘膜組織内での散乱係数が大きく、かつ波長依存性が大きく変化するという性質がある。このため、この波長範囲の光を照明光として用いることによって、血管の深さ及び酸素飽和度の情報を含む血液情報を得ることができる。

一方、４７０〜７００ｎｍの波長範囲の光は、粘膜中への深達度が比較的大きく、粘膜組織内での散乱係数が小さく、かつ波長依存性が小さいという性質がある。このため、この波長範囲の光を照明光として用いることによって、血管の深さの影響を低減しつつ、血液量および酸素飽和度の情報を含む血液情報を得ることができる。
従って、本発明では、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する２つ以上の波長範囲の反射光および変化しない１つ以上の波長範囲の反射光を含む、４００〜５６０ｎｍの波長範囲及び４６０〜７００ｎｍ４００〜５６０ｎｍの波長範囲において、それぞれ異なる３つ以上の反射光に対応する画像信号を用いて、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。

即ち、図１０に示すようなヘモグロビンの吸光特性を鑑みると、酸素飽和度によって吸光度に違いが出る波長が４４５ｎｍと４０５ｎｍにあること、及び、血管深さ情報抽出のためには深達度の短い短波長領域が必要となることから、３種の波長成分の分光画像データには、中心波長が４５０ｎｍ以下の波長領域を持つ分光画像データを少なくとも１つ含めることが好ましい。このような分光画像データ狭帯域光は、本実施形態では４０５ｎｍ成分画像データ及び４４５成分画像データに相当する。また、酸素飽和度が同じでも、波長が異なれば吸収係数の値も異なり、粘膜中の深達度も異なっている。したがって、波長によって深達度が異なる光の特性を利用することで、図１３に示すような輝度比と血管深さの相関関係を得ることができる。

また、図１０に示す血中ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性から、以下の３つのことが言える。
・波長４７０ｎｍ近辺（例えば、中心波長４７０ｎｍ±１０ｎｍのＢの波長範囲）では酸素飽和度の変化に応じて吸光係数が大きく変化し、酸化ヘモグロビン８１の吸光係数の方が還元ヘモグロビン８０の吸光係数より大きい。
・５５０ｎｍ近辺（例えば、中心波長５５０ｎｍ±１０ｎｍのＧの波長範囲）では、酸素飽和度の影響を受けにくい。即ち、酸化ヘモグロビン８１の吸光係数と還元ヘモグロビン８０の吸光係数との差は小さいとみなせる。
・６００ｎｍ近辺（例えば、中心波長６００ｎｍ±１０ｎｍのＲの波長範囲）では、酸素飽和度によって一見吸光係数が大きく変化するように見え、還元ヘモグロビン８０の吸光係数の方が酸化ヘモグロビン８１の吸光係数より大きい。しかし、この範囲では、吸光係数の値自体が非常に小さいので、結果的に酸素飽和度の影響を受けにくいといえる。

また、粘膜の反射スペクトルから以下の２つの性質がある。
・波長６００ｎｍ近辺ではヘモグロビンの影響がほとんどないと見なせるが、波長５５０近辺では吸収が生じるので、血液量（血管の太さあるいは血管の密度に対応）が大きいほど、波長５５０近辺（Ｇの波長範囲）での反射率と波長６００ｎｍ近辺（Ｒの波長範囲）での反射率との差が大きくなる。
・波長４７０ｎｍ近辺（Ｂの波長範囲）の反射率と波長５５０近辺（Ｇの波長範囲）での反射率との差は、酸素飽和度が低いほど大きくなり、同時に、血液量が大きいほど大きくなる。

このため、４７３成分画像データの画素の輝度値と５５０成分画像データの画素の輝度値との間の第２輝度比Ｓ３／Ｓ４は、その値が酸素飽和度及び血液量の両方に依存して変化し、６００成分画像データの画素の輝度値と５５０成分画像データの画素の輝度値との間の第１輝度比Ｓ５／Ｓ４は、その値が主に血液量だけに依存して変化する。従って、この性質を利用することによって、波長４７０ｎｍ近辺、波長５５０ｎｍ近辺及び波長６００ｎｍ近辺の波長範囲を含む３波長範囲の分光画像から、酸素飽和度と血液量とを分離してそれぞれの値を正確に算出することができる。
したがって、これに基づいて作成することにより、図１４に示すような第３及び第４輝度比Ｓ３／Ｓ４及びＳ５／Ｓ４と、血液量および酸素飽和度との相関関係を表すグラフを得ることができる。

酸素飽和度算出部１１２は、図１２に示すように、相関関係記憶部１１０に記憶された第１の相関関係を表す表層酸素飽和度ＬＵＴ８２に基づき、輝度比算出部１０８で算出された第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ２、Ｓ１／Ｓ４に対応する酸素飽和度と血管深さを特定する。即ち、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ２、Ｓ１／Ｓ４から、表層酸素飽和度ＬＵＴ８２を用いて酸素飽和度と血管深さ情報を算出する。ここで、酸素飽和度算出部１１２は、輝度比算出部１０８で算出された、血管領域内の所定画素についての第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ２及びＳ１／Ｓ４から、図１３に示す輝度座標系において対応する座標点（Ｘ、Ｙ）を特定し、特定された座標点（Ｘ、Ｙ）を血管情報座標系上の座標点としたＵＶ座標上の値を求め、座標点（Ｕ、Ｖ）を特定する。これにより、血管領域内の所定位置の画素について、血管深さ情報Ｕ及び酸素飽和度Ｖを求めることができる。
また、酸素飽和度算出部１１２は、相関関係記憶部１１０に記憶された第２の相関関係を表す中深層酸素飽和度ＬＵＴ８３に基づき、同様にして、輝度比算出部１０８で算出された第３及び第４輝度比Ｓ３／Ｓ４およびＳ５／Ｓ４に対応する血液量情報および酸素飽和度を算出する。即ち、第３及び第４輝度比Ｓ３／Ｓ４およびＳ５／Ｓ４から、中深層酸素飽和度ＬＵＴ８３を用いて酸素飽和度と血液量情報を算出する。

酸素飽和度算出部１１２では、図１２に示すように、こうして得られた血管深さ情報から、ＬＵＴ８４を用いて、血管深さに応じた酸素飽和度を算出するために、算出された表層酸素飽和度と中深層酸素飽和度とを重み付け加算するための重み付け係数αとＩ−αとを算出する。
こうして算出された重み付け係数αと表層酸素飽和度とを乗算すると共に、重み付け係数１−αと表層酸素飽和度とを乗算し、それらの乗算結果を加算して、血管深さに応じて重み付け加算された酸素飽和度を算出する。
こうして、血管深さに適した酸素飽和度を算出することができる。

酸素飽和度画像生成部１１４は、酸素飽和度の大小に応じてカラー情報が割り当てられたカラーテーブル（図示せず）を備えている。カラーテーブルには、例えば低酸素飽和度であるときにはシアン、中酸素飽和度であるときにはマゼンダ、高酸素飽和度であるときにはイエローというように、酸素飽和度の程度に応じて、明瞭に区別することができる色が割り当てられている。酸素飽和度画像生成部１１４は、このようなカラーテーブルを用い、酸素飽和度算出部１１２で算出された酸素飽和度に対応するカラー情報を特定する。 なお、カラーテーブルは、入力部１７から入力される指示によって切り替えが可能であり、例えば、胃、十二指腸、小腸等のように、観察する部位に合ったものが選択される。
そして、酸素飽和度画像生成部１１４は、血管領域内の全ての画素についてのカラー情報を特定すると、第１フレームにおいて通常光画像処理部１０２において生成され、記憶部６７に記憶されている白色光による通常観察画像の通常光画像データを読み出し、読み出された通常光画像データに対してカラー情報を反映、重畳させる、即ち、通常観察画像に対してカラー情報画像を合成することにより、血中ヘモグロビンの酸素飽和度が反映（疑似カラー表示）された酸素飽和度画像データを生成する。

特殊光画像処理部１０４で生成された酸素飽和度画像データ、血管深さ情報及び血液量情報は、制御部６５に送られ、制御部６５で各種情報と共に、内視鏡観察のための血管深さ情報及び／又は血液量情報を含む酸素飽和度画像にされ、酸素飽和度画像がそれぞれ精査診断画像として表示部１５に表示され、酸素飽和度、特に、血管深さに応じて適切に算出された酸素飽和度が高精度に可視化される。また、血管深さ情報及び／又は血液量情報を含む酸素飽和度画像は、必要に応じて、メモリやストレージ装置からなる記憶部６７に記憶される。

このように、特殊光モードにおいては、フレーム１では波長４０５ｎｍの狭帯域光Ｎ２による４０５成分画像データを取得し、フレーム２では波長４４５ｎｍの狭帯域光Ｎ１及び蛍光体５７によるＲＧＢ画像データから分光推定して４４５成分画像データ、５５０成分画像データ及び６００成分画像データを取得し、フレーム３では波長４７３ｎｍの狭帯域光Ｎ３による４７３成分画像データを取得するので、表層酸素飽和度及び血管深さの算出には近接したフレーム１及び２を用いることができ、中深層酸素飽和度及び血液量の算出には近接したフレーム２及び３を用いることができる。したがって、表層酸素飽和度及び血管深さの算出、並びに中深層酸素飽和度及び血液量の算出において、被検体が動いた場合の位置ずれの影響を少なくすることができ、正確かつ高精度に酸素飽和度や血管深さ及び血液量を算出することができるので、正確かつ高精度な酸素飽和度を表示部１５に表示することができ、可視化することができる。可視化された生体機能情報を含む酸素飽和度画像は、血管深さ情報や血液量情報を含む高精度で正確な酸素飽和度画像であり、病変部等の詳細かつ正確な診断を行うことができる精査診断に適した画像である。

なお、本発明においては、血管深さ情報を、血管深さの程度に応じてカラー情報が割り当てられた血管深さ画像として生成する血管深さ画像生成部を有しても良い。このような血管深さ画像生成部は、血管深さの程度に応じてカラー情報が割り当てられたカラーテーブルを備えている。カラーテーブルには、例えば、血管深さが表層であるときには青、中層であるときには緑、深層であるときには赤というように、血管深さの程度に応じて、明瞭に区別することができる色が割り当てられている。血管深さ画像生成部は、カラーテーブルから、酸素飽和度算出部１１２で算出された血管深さ情報Ｕに対応するカラー情報を特定する。
血管深さ画像生成部は、血管領域内の全ての画素についてカラー情報が特定されると、酸素飽和度画像生成部１１４と同様に、記憶部６７に記憶されている通常観察画像の通常光画像データを読み出し、読み出された通常光画像データに対してカラー情報を反映、重畳させる、即ち、通常観察画像に対してカラー情報画像を合成することにより、血管深さの情報が反映された血管深さ画像データを生成する。生成された血管深さ画像データは再度記憶部６７に記憶される。なお、カラー情報は、通常光画像データにではなく、各波長成分の分光画像データのいずれか、あるいはこれらを合成した合成画像に対して反映させてもよい。

制御部６５は、各診断モードにおいて画像処理済の画像データを応じた観察画像を表示部１５に表示させるための表示制御部６５ａと、内視鏡１１、光源装置１２及びプロセッサ１３内の各部を制御するコントローラ６５ｂとを有する。
表示制御回路６５ａは、記憶部６７から１又は複数の画像を読み出し、読み出した画像を表示部１５に表示するためのものである。画像の表示形態としては様々なパターンが考えられる。例えば、表示部１５の一方の側に通常画像を表示させ、他方の側に、酸素飽和度画像を表示させるようにしても良いし、血管深さ情報を表す血管深さ画像や、血液量情報を表す血液量画像を表示させるようにしても良い。また、酸素飽和度画像、血管深さ画像、及び血液量を表す画像の中から、入力部１７の画像切替ＳＷ（図示せず）により選択された血管深さ画像、酸素飽和度画像又は血管深さ画像のいずれか、若しくは、２以上を表示させるようにしても良い。ここで、酸素飽和度画像では、例えば、低酸素飽和度を示す血管画像はシアンで、中酸素飽和度を示す血管画像はマゼンダで、高酸素飽和度を示す血管画像はイエローで表すことができる。一方、血管深さ画像では、例えば、表層血管を示す血管画像は青色で、中層血管を示す血管画像は緑色で、深層血管を示す血管画像は赤色で表すことができる。
なお、酸素飽和度、血管深さ及び血液量等を文字情報等の線画像として表示部１５に表示しても良い。

コントローラ６５ｂは、上記表１に示すように、特殊光モードにおいて撮像フレーム毎に光源装置１２の光源制御部４９が通常光源部４１の狭帯域光源４１ａ並びに狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ａ及び４３ｂを所定の順序で点灯制御するように、光源制御部４９に各光源の点灯制御信号を伝送して、光源制御部４９を制御する。また、コントローラ６５ｂは、内視鏡１１の撮影制御部６２が、各撮像フレーム毎の光源制御部４９による各光源の点灯に応じて撮像素子２１による撮像を行わせるように、撮影制御部６２に撮影指示信号を伝送して、撮影制御部６２を制御する。
記憶部６７は、メモリやストレージ装置からなり、各観察モードの撮像画像の画像データや、画像処理部６３で生成される酸素飽和度画像、血管深さ画像、及び血液量を表す画像の画像データや、その他、内視鏡装置１０、特に、内視鏡１１、プロセッサ１３及び光源装置１２等の駆動、操作、制御等において必要となる各種データやプログラムを記憶するものである。

次に、本実施形態の内視鏡診断装置の作用を説明する。
まず、通常観察モードの場合の作用を説明する。
観察モード等の指示が、内視鏡装置１０の入力部１７からプロセッサ１３の制御部６５に入力され、通常観察モードに設定される。
通常観察モードの場合、プロセッサ１３の制御部６５により光源装置１２の光源制御部４９の動作が制御され、通常光源部４１の狭帯域光源４１ａ（ＬＤ４４５）がオン、残りの狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ａ及び４３ｂがオフとされ、ＬＤ４４５から通常観察用の励起光Ｅ（狭帯域光Ｎ１）が発せられる。

内視鏡１１では、光源装置１２から発せられる通常観察用の励起光Ｅが、それぞれ光ファイバ５５ａ、５５ｄによってスコープ先端部３５の蛍光体５７へ導光される。これにより、蛍光体５７から疑似白色光が発せられ、それぞれ、照明窓３７ａ、３７ｂから被検体の被観察領域に照射される。そして、被観察領域からの反射光が対物レンズユニット３９により集光され、撮像素子２１により光電変換されて白色光画像の撮像信号（アナログ信号）が出力される。
白色光画像の撮像信号（アナログ信号）は、ＡＦＥ６１により画像信号（デジタル信号）に変換され、画像処理部６３に入力され、ＤＳＰ６４によりデジタル信号処理され、観察モードに従って、通常光画像処理部７２により通常観察画像に適した所定の画像処理が施され、通常光画像データが出力される。そして、制御部６５により、通常光画像データに基づいて通常観察画像が表示部１５上に表示される。

次に、特殊光観察モードの場合の動作を説明する。
まず、観察モード等の指示が、内視鏡装置１０の入力部１７からプロセッサ１３の制御部６５に入力され、特殊光観察モードに設定される。又は、通常光画像モードから特殊光観察モードに切り替えられる。特殊光観察モードになると、入力部１７の操作によって、胃、十二指腸、小腸など現時点での観察部位の情報が指定される。これにより、酸素飽和度画像生成部１１４及び血管深さ画像生成部において、その観察部位に応じたカラーテーブルが選択される。

特殊光モードでは、３フレームを１組として、１フレーム毎に照射パターンの異なる照明光が照射される。
まず、第１フレーム（表１のフレーム１）において、狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ａ（ＬＤ４０５）がオンに、残りの通常光源部４１の狭帯域光源４１ａ及び狭帯域光源部４３の狭帯域光源４３ｂがオフにされ、ＬＤ４０５から４０５ｎｍの狭帯域光Ｎ２のみが発せられる。
内視鏡１１では、光源装置１２からの狭帯域光Ｎ２が、それぞれ光ファイバ５５ｂ、５５ｃによってスコープ先端部３５の光偏向・拡散部材５８へ導光される。これにより、光偏向・拡散部材５８で光量が均一化された狭帯域光Ｎ２が、それぞれ照明窓３７ａ、３７ｂから被検体の被観察領域に照射される。
続いて、撮像素子２１により撮像されて撮像画像の画像信号が取得され、ＡＦＥ６１でデジタル化され、画像処理部６３のＤＳＰ６４によりデジタル信号処理され、４０５成分画像データが取得されて、記憶部６７に記憶される。

次に、第２フレーム（表１のフレーム２）においては、狭帯域光源４３ａがオフ、狭帯域光源４１ａ（ＬＤ４４５）がオン、残りの狭帯域光源４３ｂがオフのまま維持され、ＬＤ４４５から通常観察用の励起光Ｅが発せられる。
内視鏡１１では、光源装置１２からの励起光Ｅが、それぞれ光ファイバ５５ａ、５５ｄによってスコープ先端部３５の蛍光体５７へ導光される。これにより、蛍光体５７に照射されて蛍光Ｆを発光し、励起光Ｅと蛍光Ｆとが合成された疑似白色光Ｂｗが、それぞれ照明窓３７ａ、３７ｂから被検体の被観察領域に照射される。
続いて、撮像素子２１により撮像されて撮像画像のＲＧＢ画像信号が取得され、ＡＦＥ６１でデジタル化され、画像処理部６３のＤＳＰ６４によりデジタル信号処理されて白色光のＲＧＢ画像データとされ、記憶部６７に記憶される。

続いて、第３フレーム（表１のフレーム３）において、ＬＤ４４５がオフとされ、狭帯域光源４３ｂ（ＬＤ４７３）がオン、残りの狭帯域光源４３ａもオフのまま維持され、ＬＤ４７３から狭帯域光Ｎ３が発せられる。
内視鏡１１では、光源装置１２からの狭帯域光Ｎ３が、第１フレームと同様に、それぞれ光ファイバ５５ｂ、５５ｃによってスコープ先端部３５へ導光され、それぞれ照明窓３７ａ、３７ｂから被検体の被観察領域に照射される。
続いて、第１フレームと同様に、撮像素子２１により撮像され、撮像画像の画像信号が取得され、ＡＦＥ６１でデジタル化され、画像処理部６３のＤＳＰ６４によりデジタル信号処理されて、４７３成分画像データとされ、記憶部６７に記憶される。
なお、本発明では、第１フレームと第３フレームを入れ替えても良い。

通常光画像処理部１０２では、記憶部６７からフレーム２で得られたＲＧＢ画像データを読み出し、読み出されたＲＧＢ画像データに通常観察画像に適した所定の画像処理が施され、通常光画像データが出力され、記憶部６７に記憶される。
一方、特殊光画像処理部１０４では、分光推定部１０６において記憶部６７から読み出された、第２フレームで得られたＲＧＢ画像データを用いて分光推定が行われ、４４５成分画像データ、５５０成分画像データ及び６００成分画像データが算出され、輝度比算出部１０８に送られる。

次に、輝度比算出部１０８では、記憶部６７から読み出された、第２フレームで得られた４０５成分画像データと、送られた４４５成分画像データ及び５５０成分画像データとから、血管を含む血管領域を特定する。続いて、輝度比算出部１０８は、血管領域内の同じ位置の画素について、４０５成分画像データの画素の輝度値をＳ１、４４５成分画像データの画素の輝度値をＳ２、５５０成分画像データの画素の輝度値をＳ４として、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ２及びＳ１／Ｓ４を算出する。
また、輝度比算出部１０８では、記憶部６７から読み出された、第３フレームで得られた４７３成分画像データと、送られた５５０成分画像データ及び６００成分画像データとから、血管を含む血管領域を特定する。続いて、輝度比算出部１０８は、血管領域内の同じ位置の画素について、４７３成分画像データの画素の輝度値をＳ３、５５０成分画像データの画素の輝度値をＳ４、６００成分画像データの画素の輝度値をＳ５として、第３及び第４輝度比Ｓ３／Ｓ４及びＳ５／Ｓ４を算出する。

こうして得られた第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ２及びＳ１／Ｓ４、並びに第３及び第４輝度比Ｓ３／Ｓ４及びＳ５／Ｓ４は、酸素飽和度算出部１１２に送られる。
続いて、酸素飽和度算出部１１２では、相関関係記憶部１１０に記憶されている、図１３に示す分光輝度比Ｓ１／Ｓ２及びＳ１／Ｓ４と、表層酸素飽和度及び血管深さとの間の第１の相関関係に基づいて、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ２及びＳ１／Ｓ４に対応する表層酸素飽和度及び血管深さ情報を算出する。
続いて、酸素飽和度算出部１１２では、相関関係記憶部１１０に記憶されている、図１４に示す分光輝度比Ｓ３／Ｓ４及びＳ５／Ｓ４と、中深層酸素飽和度及び血液量との間の相関関係に基づいて、第３及び第４輝度比Ｓ３／Ｓ４及びＳ５／Ｓ４に対応する、中深層酸素飽和度及び血液量情報を算出する。
この後、酸素飽和度算出部１１２は、こうして算出された表層酸素飽和度及び中深層酸素飽和度を血管深さ情報に基づいて重み付け加算して血管深さに応じた適切な酸素飽和度を算出する。
こうして算出された酸素飽和度、血管深さ情報及び血液量情報は、酸素飽和度画像生成部１１４に送られる。

次に、酸素飽和度画像生成部１１４は、酸素飽和度、血管深さ情報及び血液量情報が求まると、選択されたカラーテーブルに基づき、酸素飽和度に対応するカラー情報を特定する。そして、血管領域内の全ての画素について、上述した手順で、酸素飽和度、血管深さ情報及び血液量情報を求め、酸素飽和度に対応するカラー情報を特定する。そして、血管領域内の全ての画素について酸素飽和度とそれに対応するカラー情報が得られると、酸素飽和度画像生成部１１４は、記憶部６７から参照画像となる通常観察画像の通常光画像データを読み出し、この通常観察画像に対してカラー情報を反映させることにより、酸素飽和度画像データを生成する。生成された酸素飽和度画像データは、記憶部６７に記憶される。

そして、制御部６５は、記憶部６７から酸素飽和度画像データを読み出し、読み出した酸素飽和度画像データに基づいて、酸素飽和度画像を表示部１５に疑似カラー表示する。
上記のようにして、内視鏡装置１０では、被検体の動きの影響を少なくして、血管の深さの影響を低減しつつ、血管の深さ及び血液量を考慮した酸素飽和度の情報を正確に算出し、通常観察画像に酸素飽和度の分布を疑似カラー画像として重畳して可視化した高精度かつ正確な精査診断画像を表示することができる。

上述した実施例においては、通常光源部４１の狭帯域光源４１ａ及び蛍光体５７を用いて発生させた、基準光となる広帯域光である疑似白色光を被検体に照射して、ＲＧＢ画像信号を取得し、通常画像のためのＲＧＢ画像データを得ると共に、ＲＧＢ画像データから分光推定によって酸素飽和度を算出するための４４５成分画像データ、５５０成分画像データ及び６００成分画像データを得るものであったが、本発明はこれに限定されず、ＲＧＢ画像データから４４５成分画像データ、５５０成分画像データ及び６００成分画像データ等の分光画像データを算出するのではなく、例えば、図１５に示すように、基準光として、例えば、波長４４５ｎｍの狭帯域光Ｎ４を出射する狭帯域光源４３ｃ（ＬＤ４４５）を用い、蛍光体５７を通過させずに、狭帯域光Ｎ４を直接被検体に照射するものであっても良いし、５５０成分画像データ及び６００成分画像データ等の他の分光画像データを得るために、波長５５０ｎｍや、波長６００ｎｍや、その他の波長の狭帯域光を直接被検体に照射するものであっても良い。
この実施例の場合には、ＬＤ４４５による狭帯域光Ｎ４が基準となり、ＬＤ４０５による狭帯域光Ｎ２及びＬＤ４７３による狭帯域光Ｎ３がその前後に照射されれば良い。
図１５に示す内視鏡装置は、図１に示す内視鏡装置１０と、狭帯域光源４３ｃによる狭帯域光Ｎ４の被検体への直接照射以外は、同様の構成を有するものであるので、その説明は省略する。

以上、本発明に係る内視鏡装置について種々の実施形態及び実施例を挙げて詳細に説明したが、本発明は上記実施形態に限定されず、本発明の主旨を逸脱しない範囲において、種々の改良又は変更をしてもよいのはもちろんである。

１０ 内視鏡装置
１１ 内視鏡
１２ 光源装置
１３ プロセッサ
１５ 表示部
１７ 入力部
１９ 挿入部
２１ 撮像素子
２３ 操作部
２４ ユニバーサルコード
２５ａ、２５ｂ コネクタ部
３１ 軟性部
３３ 湾曲部
３５ 先端部
３７ａ、３７ｂ 照射口
３９ 対物レンズユニット
４０ 観察窓
４１ 通常光源部
４３ 狭帯域光源部
４１ａ、４３ａ、４３ｂ 狭帯域光源
４９ 光源制御部
５１ コンバイナ
５３ａ、５３ｂ カプラ
５５ａ〜５５ｄ 光ファイバ
５７ 蛍光体
５８ 光偏向・拡散部材
６１ アナログ処理回路（ＡＦＥ）
６２ 撮像制御部
６３ 画像処理部
６４ デジタル信号処理回部（ＤＳＰ）
６５ 制御部
６５ａ 表示制御回路
６５ｂ コントローラ
６７ 記憶部
７１ａ、７１ｂ ７１ｃ、７１ｄ 投光ユニット
１０２ 通常光画像処理部
１０４ 特殊光画像処理部
１０６ 分光推定部
１０８ 輝度比算出部
１１０ 相関関係記憶部
１１２ 酸素飽和度算出部
１１４ 酸素飽和度画像生成部
Ｅ 励起光
Ｎ１、Ｎ２、Ｎ３、Ｎ４ 狭帯域光

Claims (14)

1. 基準光、第１の参照光及び第２の参照光を含む互いに波長の異なる少なくとも３種の照明光を被写体となる生体に照射する照明手段と、
   該照明手段によって照射される前記少なくとも３種の照明光を撮像フレーム毎に周期的に切り替える照明光切替手段と、
   該照明光切替手段によって切り替えられた前記少なくとも３種の照明光が照射された被写体からの戻り光を受光して前記撮像フレーム毎に撮像する撮像手段と、
   該撮像手段で撮像された撮像データから前記生体に関する生体機能情報を取得する生体情報取得手段と、を有し、
   前記照明光切替手段は、前記照明手段による照明光の照射順を、少なくとも、前記第１の参照光、前記基準光、前記第２の参照光の順になるように、切り替え、
   前記照明手段によって前記基準光を前記生体に照射して前記撮像手段により基準画像を取得すると共に、前記第１及び第２の参照光を含む、前記基準光以外の照明光を前記照明手段によって前記生体に照射して前記撮像手段により参照画像を取得し、
   前記生体情報取得手段は、前記撮像手段により取得された前記基準画像及び前記参照画像に基づいて前記生体機能情報を算出することを特徴とする内視鏡装置。
2. 前記基準光は、可視光波長帯域を含む広帯域光であり、前記第１及び第２の参照光は、所定波長帯域幅を持つ狭帯域光であり、
   撮像手段は、ＲＧＢカラーイメージセンサ−であり、
   前記生体情報取得手段は、前記広帯域光の照射により得られた前記撮像データから分光推定処理を行い、前記基準画像として、前記第１の参照光による第１の参照画像と比較する第１の基準波長画像を得ると共に、前記第２の参照光による第２の参照画像と比較する第２の基準波長画像を得、前記第１の参照画像と前記第１の基準波長画像、及び／又は前記第２の参照画像と前記第２の基準波長画像に基づいて前記生体機能情報を算出する請求項１に記載の内視鏡装置。
3. 前記広帯域光は、所定波長の狭帯域光である励起光と、この励起光によって励起された蛍光体から発生する蛍光とからなる疑似白色光であり、
   前記励起光の波長は、前記第１の参照光と前記第２の参照光との波長間に位置するものであり、
   前記照明手段は、前記励起光、前記第１の参照光及び前記第２の参照光をそれぞれ出射する３種の狭帯域光源を備える請求項２に記載の内視鏡装置。
4. 前記照明手段は、前記励起光、前記第１の参照光及び前記第２の参照光をそれぞれ出射する３種の狭帯域光源を備え、
   前記励起光を出射する狭帯域光源及び蛍光体は、前記広帯域光を出射する広帯域光源を構成する請求項３に記載の内視鏡装置。
5. 前記基準光、前記第１の参照光及び前記第２の参照光は、それぞれ所定波長帯域幅を持つ狭帯域光であり、前記基準光の波長は、前記第１の参照光と前記第２の参照光との波長間に位置するものであり、
   前記生体情報取得手段は、前記基準光による前記基準画像、前記第１の参照光による第１の参照画像及び前記第２の参照光による第２の参照画像に基づいて前記生体機能情報を算出する請求項１に記載の内視鏡装置。
6. 前記照明手段は、前記基準光、前記第１の参照光及び前記第２の参照光をそれぞれ出射する３種の狭帯域光源に加え、さらに、可視波長帯域を含む広帯域光を出射する広帯域光源を備える請求項２に記載の内視鏡装置。
7. さらに、前記生体機能情報を表示する表示手段と、
   前記広帯域光源から出射される前記広帯域光を前記生体に照射して前記撮像手段により通常観察画像を取得する通常観察画像取得手段と、
   前記表示手段は、前記生体情報取得手段により算出された前記生体機能情報を前記通常観察画像取得手段によって取得された前記通常観察画像に重ねて生体機能情報画像として表示する請求項４又は６に記載の内視鏡装置。
8. 前記基準光又は前記励起光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、青色領域の波長の狭帯域光を出射する第１青色レーザであり、
   前記第１の参照光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、前記第１青色レーザの発光波長域よりも長波長の青色領域から青緑色領域の波長域にある狭帯域光を出射する第２青色レーザであり、
   前記第１の参照光である狭帯域光を出射する狭帯域光源は、前記第１青色レーザの発光波長域よりも短波長の青紫色領域から青色領域の波長域にある狭帯域光を出射する第３青色レーザである請求項４、６又は７に記載の内視鏡装置。
9. 前記基準光又は前記励起光である狭帯域光の波長領域は４４０±１０ｎｍであり、前記第１の参照光である狭帯域光の波長領域は４７０±１０ｎｍであり、前記第２の参照光である狭帯域光の波長領域は４００±１０ｎｍである請求項４、６、７又は８に記載の内視鏡装置。
10. 前記生体機能情報は、前記生体に含まれる成分、及び前記生体の構造に関する情報であり、
    前記生体情報取得手段は、前記第１の参照光による第１の参照画像と前記基準光による前記基準画像とを比較して得られる第１の特徴量と、前記第２の参照光による第２の参照画像と前記基準画像を比較して得られる第２の特徴量とに基づいて、前記生体に含まれる成分に関する情報と前記生体の構造に関する情報とを分離して画像化する請求項１〜９のいずれか１項に記載の内視鏡装置。
11. 前記第１の参照光は、前記生体に含まれる成分に関する情報として前記生体の血液の酸素飽和度を取得するのに適した波長を持つ狭帯域光であり、
    前記第２の参照光は、前記生体の構造に関する情報として前記生体の表層血管の情報を取得するのに適した波長を持つ狭帯域光である請求項１〜１０のいずれか１項に記載の内視鏡装置。
12. 前記生体情報取得手段は、前記生体に含まれる成分に関する情報として前記生体の血液の酸素飽和度を演算し、前記生体の構造に関する情報として前記生体の血管深さ及び／又は血液量を演算するものである請求項１〜１１のいずれか１項に記載の内視鏡装置。
13. 前記撮像手段は、少なくとも３つ以上の波長帯域を分離して撮像可能なカラー撮像素子である請求項１〜１２のいずれか１項に記載の内視鏡装置。
14. 前記基準光と、前記第１及び第２の参照光とは、内視鏡先端の異なる照明口から出射され、前記生体を照明する請求項１〜１３のいずれか１項に記載の内視鏡装置。

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